ANÁLISE DA RESISTÊNCIA MECÂNICA DE COMPONENTES PROTÉTICOS EM IMPLANTES CONE MORSE UTILIZANDO-SE PILAR RETO, ANGULADO 17º E
ANGULADO 30º
CAMPINAS 2008
JULIANO CÉSAR MÜLLER
ANÁLISE DA RESISTÊNCIA MECÂNICA DE COMPONENTES PROTÉTICOS EM IMPLANTES CONE MORSE UTILIZANDO-SE PILAR RETO, ANGULADO 17º E
ANGULADO 30º
Dissertação apresentada ao Centro de Pós-Graduação / CPO São Leopoldo Mandic, para obtenção do grau de Mestre em Odontologia.
Área de Concentração: Prótese Dentária Orientador: Prof. Dr. Pedro Paulo Feltrin
CAMPINAS 2008
Ficha Catalográfica elaborada pela Biblioteca "São Leopoldo Mandic"
M958a
Muller, Juliano César.
Análise da resistência mecânica de componentes protéticos em implantes cone morse utilizando-se pilar reto, angulado 17º e angulado 30º / Julio César Muller. – Campinas: [s.n.], 2008.
75f.: il.
Orientador: Pedro Paulo Feltrin.
Dissertação (Mestrado em Prótese Dentária) – C.P.O. São Leopoldo Mandic – Centro de Pós-Graduação.
1. Implantes dentários. 2. Prótese Dentária. I. Feltrin, Pedro Paulo. II. C.P.O. São Leopoldo Mandic – Centro de Pós-Graduação. III. Título.
C.P.O. - CENTRO DE PESQUISAS ODONTOLÓGICAS SÃO LEOPOLDO MANDIC
Folha de Aprovação
A dissertação intitulada: “ANÁLISE DA RESISTÊNCIA MECÂNICA DE COMPONENTES PROTÉTICOS EM IMPLANTES CONE MORSE UTILIZANDO-SE PILAR RETO, ANGULADO 17º E ANGULADO 30º” apresentada ao Centro de Pós-Graduação, para obtenção do grau de Mestre em Odontologia, área de concentração: Prótese Dentária em __/__/____, à comissão examinadora abaixo denominada, foi aprovada após liberação pelo orientador.
___________________________________________________________________ Prof. (a) Dr (a)
Orientador
___________________________________________________________________ Prof. (a) Dr (a)
1º Membro
___________________________________________________________________ Prof. (a) Dr (a)
DEDICO ESTE TRABALHO
Aos meus pais...
...que conseguiram, cada um com suas vitórias, me proporcionar tudo o que foi necessário para eu buscar meus ideais e poder aspirar um futuro próspero.
AGRADECIMENTOS
Recebam meu respeito e gratidão:
Prof. Dr. Ricardo Tatsuo Inoue
Ao meu Mestre e Orientador, cujas palavras nortearam a realização desta obra.
Prof. Dr. Artemio Luiz Zanetti
Ao ilustre Coordenador do curso de Mestrado em Prótese Dentária, no qual tive a honra de ouvir as palavras que me guiaram pelos rumos da ciência.
Prof. Ms. Clóvis I. Ferrer
Ao professor e amigo, que sempre esteve presente com suas palavras seguras e claras.
Neodent e Ilapeo
Pelo apoio a este trabalho e à iniciação científica.
Aos professores da Universidade de Santa Cruz do Sul (UNISC), professores do C.P.O. São Leopoldo Mandic, colegas, amigos e familiares que contribuíram, de alguma maneira, para a minha formação e elaboração deste trabalho.
À toda minha família, meu pai Davi Vito Müller, minha irmã Carolina Thaís Müller, meu irmão Leandro Léston Müller e às duas mulheres especiais que brilham em minha vida, minha mãe Nelsi Hoff Müller e minha namorada Shana Soares Wiesel.
RESUMO
Os implantes osseointegrados constituem, atualmente, uma excelente alternativa para a reposição de dentes perdidos em pacientes total ou parcialmente edentados. Frente a este comprovado sucesso, inúmeras pesquisas vêm buscando um melhor entendimento acerca das estruturas que compõem e envolvem estes sistemas, promovendo novos desenhos de seus componentes e buscando sempre melhores resultados. Apesar disto, falhas mecânicas ainda são relatadas e associadas a diagnóstico incorreto ou inadequada escolha dos implantes e componentes. O presente estudo se propôs a comparar in vitro a resistência à fratura dos pilares protéticos de implantes Cone Morse (CM) de mesma marca comercial, analisando três angulações diferentes (reto, 17º e 30º) frente às forças de compressão máxima realizadas a uma angulação de 30º em relação ao pilar protético. Após os ensaios, os resultados foram submetidos à análise estatística e um corpo de prova por grupo cortado e analisado macroscopicamente e com uso de radiografias. Os resultados mostraram que houve diferença de resistência significativamente maior (p<0,001) para o grupo com Pilar Reto (158,34Kgf; 1552,78N), seguido pelo grupo com Pilar Angulado em 17º (82,97Kgf; 813,65N) e pelo grupo com Pilar Angulado em 30º (62,81Kgf; 615,95N). Observou-se que nos grupos com pilar angulado houve fratura de quase todos parafusos passantes. Desta forma concluiu-se que o sistema CM apresenta ótima resistência à fratura e que, estatisticamente, quanto maior a angulação do pilar protético menor será a resistência à fratura.
ABSTRACT
The osseointegrated implants constitute, nowadays, an excellent alternative to the replacement of lost teeth in edentulous or partially edentulous patients. Facing this proven success, several researches have been looking for a better understanding of the structures that compose and involve these systems by promoting new designs from their components and always seeking for better results. Mechanical failures have still been related and associated with an incorrect diagnosis or inadequate choice of the implants and components, though. This study has the objective of comparing, in vitro, to the resistance to the fracture of the abutment with internal Morse Taper (MT) connections of the same commercial brand, by analyzing three different angles (straight, 17º e 30º) facing the maximum compression forces accomplished with an angle of 30º related to the abutment. After the tests the results were subjected to statistic analysis and a sample per group, cut and macroscopically analyzed and with the use of radiograph. The results showed that there was a difference of resistance substantially higher (p<0,001) to the group with Straight Abutment (158,34Kgf; 1552,78N), followed by the group with 17º Angled Abutment (82,97Kgf; 813,65N) and by the group with 30º Angled Abutment (62,81Kgf; 615,95N). It was observed that in the groups with angled abutment there was a fracture of almost all the passing screws. Thus it was concluded that the MT system presents great resistance to the fracture and that, statistically, the greater the angle of the abutment lower the resistance to the fracture.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Variação da inclinação das cúspides (a), da inclinação do implante
(b), do eixo lateral do implante (c) e do posicionamento apical (d) ...19
Figura 2 - Dimensões dos pilares retos Cone Morse Neodent ...38
Figura 3 - Dimensões dos pilares angulados Cone Morse Neodent ...38
Figura 4 - Implante Alvin CM, Pilar Reto e Pilares Angulados em 17º e 30º ...39
Figura 5 - Base de resina epóxi nas dimensões de 21 x 17mm com perfuração de 4,3 x 10mm...40
Figura 6 - Implante CM posicionado na base de resina epóxi mostrando a justa adaptação ...40
Figura 7 - Implantes com pilar reto, angulado em 17º e angulado em 30º, respectivamente ...41
Figura 8 - Os 30 corpos de prova prontos para o ensaio. ...41
Figura 9 - Dispositivo confeccionado em aço. ...42
Figura 10 - Incidência de carga nos implantes com componentes retos...43
Figura 11 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar reto para receber a carga a 30º em relação ao pilar ...43
Figura 12 - Incidência de carga nos implantes com componentes angulados em 17º ...44
Figura 13 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar angulado em 17º para receber a carga a 30º em relação ao pilar ...44
Figura 14 - Incidência de carga nos implantes com componentes angulados em 30º ...45
Figura 15 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar angulado em 30º para receber a carga a 30º em relação ao pilar ...45
Figura 16 - Máquina de Ensaios Universais EMIC ...46
Figura 17 - Estrutura fixada à Máquina de Ensaios evidenciando o momento da realização dos testes ...46
Figura 18 - Fresadora utilizada para corte dos implantes ...48
Figura 19 - Disco Dentorium 308 usado para o corte...48
Figura 20 - Rx do Implante com pilar reto antes do ensaio ...52
Figura 21 - Rx mostrando deformação do pilar reto e do implante...52
Figura 22 - Rx do Implante com pilar angulado em 17º antes do ensaio ...52
Figura 23 - Rx mostrando deformação do pilar angulado em 17º e do implante...52
Figura 24 - Rx do Implante com pilar angulado em 30º antes do ensaio ...53
Figura 25 - Rx mostrando deformação do pilar angulado em 30º e do implante...53
Figura 26 - Leve deslocamento do implante dentro da resina...54
Figura 27 - Fratura da extremidade do parafuso passante onde se nota ausência das roscas ...54
Figura 28 - Grupo 1, corte longitudinal ...55
Figura 29 - Grupo 2, corte longitudinal ...55
Figura 30 - Grupo 3, corte longitudinal ...55
Figura 31 - Ilustração evidenciando a razão pela qual mantivemos a força sempre agindo a 30º em relação ao pilar protético, alterando a posição do implante. ...58
Figura 32 - Em uma situação clínica, a força incide na mesma angulação no pilar reto e implante ...60
Figura 33 - Com um pilar angulado em 17º a força aplicada será a 47º em relação ao longo eixo do implante ...60
Figura 34 - Com um pilar angulado em 30º a força aplicada será a 60º em relação ao longo eixo do implante ...61
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Resultados do ensaio de compressão máxima do Grupo 1 (Pilar Reto) ... 49 Tabela 2 - Resultados do ensaio de compressão máxima do Grupo 2 (Pilar
Angulado em 17º) ... 50 Tabela 3 - Resultados do Ensaio de Compressão Máxima do Grupo 3 (Pilar
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
% - Percentual
Al - Alumina
CM - Cone Morse
Gpa - Giga Pascal
HE - Hexágono Externo
HI - Hexágono Interno
ITI - International Team for Implantology
Kg - Kilograma
MEV - Microscopia Eletrônica de Varredura
mm - Milímetros
N - Newton
Ncm - Newton por centímetro
º - Graus ºC - Graus Célcius PVC - Policloreto de Vinila Ti - Titânio Zr - Zircônia µm - Micrômetros
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO ...13
2 REVISÃO DA LITERATURA ...16
3 PROPOSIÇÃO ...36
4 MATERIAIS E MÉTODOS ...37
4.1 Seleção dos implantes e pilares protéticos ...37
4.2 Corpos de prova...39
4.3 Teste de carga máxima ...42
4.4 Análise dos componentes ...47
5 RESULTADOS...49
6 DISCUSSÃO ...56
7 CONCLUSÃO ...68
REFERÊNCIAS...69
ANEXO A - DISPENSA DE SUBMISSÃO AO COMITÊ DE ÉTICA ...74
1 INTRODUÇÃO
A osseointegração tem apresentado resultados clínicos extremamente satisfatórios, consolidando-se como uma alternativa para a reabilitação de pacientes com edentulismo parcial ou total. Adell et al. (1981) apresentaram à comunidade científica um trabalho onde avaliaram o comportamento clínico dos implantes Brånemark por 15 anos. Constataram por meio deste, um elevado índice de sucesso nas reabilitações de maxilares edêntulos com implantes osseointegrados, e buscaram compreender suas complicações e insucessos como: perda da função, ancoragem, perda óssea progressiva, complicações gengivais e complicações mecânicas.
Os implantes dentais e grande parte de suas supraestruturas são confeccionadas com ligas de titânio comercialmente puro. O titânio foi identificado pela primeira vez em 1791 pelo geólogo inglês Willian Gregor e recebeu este nome após o químico alemão Martin Heinrich Klaproth tê-lo descoberto na Hungria em 1795. O nome está associado à mitologia grega: Titãs, os primeiros filhos da Terra (Beer, Johnston, 1995).
Estas inúmeras supraestruturas que compõe a prótese sobre implante são submetidas às altas forças mastigatórias, tensivas e compressivas axiais e tangenciais, e embora sejam fabricadas com alta qualidade, estão sujeitas a falhas que podem gerar problemas de difícil solução. Conforme Misch (2006), as complicações mais comuns em implantes ocorrem como resultado de stress biomecânico e incluem falhas precoces no implante, fratura da prótese, perda do
parafuso do pilar protético ou da prótese, perda óssea ao redor do implante e, problemas com attachments de sobredentadura.
Dentre as possíveis falhas um dos piores problemas que pode ocorrer é a fratura de componentes, pois exige a remoção da prótese, do componente e sua reconstrução. O grau de dificuldade do problema gerado poderá variar de acordo com a estrutura fraturada, podendo ser: o material de revestimento da prótese, o parafuso de retenção da coroa, o parafuso de retenção do pilar ou o próprio implante. Essas fraturas ocorrem geralmente de 1 a 6 anos após a instalação dos implantes e há fatores predisponentes tais como: sobrecarga na estrutura e perda óssea acentuada, que reduz a ancoragem e aumenta o braço de potência (Adell et al., 1981).
Com o objetivo de sempre melhorar os resultados clínicos, as indústrias têm desenvolvido novos sistemas e componentes, como exemplo temos os implantes com conexão Cone Morse (CM). Segundo Binon (2000), este sistema de implante apresenta melhor biomecânica, permitindo uma distribuição ideal das forças mastigatórias recebidas, e possibilitam um melhor acoplamento reduzindo as tolerâncias dimensionais entre as conexões. Para Merz et al. (2000), o sistema CM apresenta maior resistência mecânica ajudando a explicar sua estabilidade. O estudo da etiologia das fraturas deve ser aplicado também aos novos sistemas de implante de fabricação nacional.
Portanto, o presente trabalho consiste em comparar a resistência à fratura dos parafusos de fixação dos pilares de implantes osseointegrados CM, assim como o comportamento da junção pilar-implante mediante a realização de ensaio de compressão máxima. Observou-se, macroscopicamente e com o uso de radiografias as alterações ocorridas nos componentes protéticos reto (poste sólido) e angulados
em 17º e 30º, testados com incidência de forças oblíquas em relação ao longo eixo destes componentes.
2 REVISÃO DA LITERATURA
Desde que Branemark publicou os resultados de um estudo de 10 anos em osseointegração em 1977, os implantes dentais têm sido cada vez mais usados para a reposição de dentes unitários (Branemark et al., 1977). Mais tarde, Adell et al. (1981) apresentaram um estudo clínico longitudinal de 15 anos (1965-1980) com 2768 implantes instalados em 410 maxilares edêntulos de 371 pacientes. Foram observadas aproximadamente 5% de complicações mecânicas, tais como: fratura da prótese, fratura do parafuso de ouro da prótese, fratura do parafuso de fixação do pilar e fratura do implante. Estas complicações ocorreram provavelmente devido a uma inadequada distribuição do stress, falta de passividade da prótese e sobrecarga mastigatória levando a uma perda óssea marginal acentuada e conseqüente fratura de componentes.
Smith & Zarb (1989) revisaram os critérios para avaliar o sucesso de implantes osseointegrados:
a) os implantes individuais devem ser imóveis quando testados clinicamente;
b) não há evidência de radioluscência peri-implantar em uma radiografia sem distorção de um implante;
c) após o primeiro ano em função a perda óssea vertical ao redor do implante deve ser menor que 0,2mm anualmente;
d) ausência de dor persistente, desconforto ou infecção atribuídos ao implante e;
e) o desenho do implante não deve impedir a instalação de coroa ou prótese, com uma aparência que seja satisfatória para o paciente e para o dentista;
f) a taxa mínima de sucesso deve ser de 85% ao final de um período de observação de 5 anos e de 80% no final de um período de 10 anos. Bonanini et al. (1990) observando a conformação anatômica maxilar, muitas vezes inclinada para vestibular, indicaram a adoção de pilares individuais rosqueáveis angulados, que possibilitam o paralelismo entre implantes com diferentes angulações e também entre os implantes e os dentes remanescentes.
Watson et al. (1991) analisaram os princípios de desenhos para confecção de próteses maxilares implanto-suportadas e observaram que, em muitos casos devido ao relacionamento maxilo-mandibular e quantidade de tecido ósseo disponível, o uso de pilares protéticos angulados pode resolver discrepâncias entre a posição do dente artificial e a posição do implante.
Clelland et al. (1993) analisaram por meio de um estudo fotoelástico a distribuição de tensões próximas ao implante quando pilares com diferentes angulagens são utilizados. Os autores aplicaram uma carga de 18,15Kgf (178N) em implantes com pilares retos, e angulados 15º e 20º e observaram um aumento significativo das tensões ao aumentar a angulação do pilar.
Gelb & Lazzara (1993) sugeriram que pilares protéticos pré-angulados devem ser os elementos de escolha quando as limitações anatômicas determinam a colocação axial não ideal de um implante.
Kallus & Bessing (1994), em uma avaliação de 50 próteses fixas de arco completo, constataram a existência de micromovimentos em parafusos de ouro e do
abutment e concluíram que é difícil saber quando ocorrerá uma urgência de afrouxamento de uma prótese deste tipo. Sendo assim, sugeriram a prevenção através de exames periódicos a cada cinco anos, incluindo o reapertamento dos parafusos visando evitar maiores complicações como fratura de componentes.
Balfour & O’Brein (1995) realizaram um estudo para comparar e avaliar as conexões protéticas e parafusos de retenção de abutments de dentes unitários de 3 diferentes sistemas de implantes. Os autores fizeram testes de compressão máxima e carregamento cíclico testando os sistemas com aplicação de força a 30º em ralação ao eixo dos implantes e concluíram que as conexões hexagonais ou octagonais internas apresentam resultados superiores às conexões com Hexágono Externo (HE). O sistema com Hexágono Interno (HI) foi o que apresentou o mais alto grau de estabilidade.
Weinberg & Kruger (1995) relataram que, após a segunda fase cirúrgica e instalação da prótese, a maior causa de falhas tem sido atribuída à sobrecarga do sistema implante-prótese. A figura 1 mostra as variáveis que levam a um aumento nas cargas transferidas ao sistema implante/prótese. Os autores compararam as variações das cargas transferidas de acordo com estas variáveis e observaram que:
a) para cada 10º de aumento na inclinação da vertente da cúspide há, aproximadamente, 30% de aumento na carga transferida ao sistema implante/prótese;
b) para cada 10º de aumento na inclinação do implante há, aproximadamente, 5% de aumento na carga transferida ao sistema implante/prótese;
c) para cada 1mm na variação do eixo lateral do implante há, aproximadamente, 15% de aumento na carga;
d) para cada 1mm de variação no posicionamento apical há, aproximadamente, 4% de aumento na carga.
Figura 1 - Variação da inclinação das cúspides (a), da inclinação do implante (b), do eixo lateral do implante (c) e do posicionamento apical (d) Fonte: Weinberg & Kruger (1995)
Binon (1996) relatou que as tolerâncias dimensionais nos implantes com conexão HE variam em média de 0,01 a 0,024mm. O autor concluiu que quanto maior o desajuste no acoplamento das conexões, maior será a instabilidade no sistema com maior risco de falha dos componentes.
Möllersten et al. (1997) realizaram um estudo para avaliar o quanto o desenho da união de sete sistemas de implantes diferentes influencia na resistência ou falha da supra-estrutura protética. O ensaio consistiu em teste de compressão máxima com os sistemas sendo testados a uma angulação de 90º em relação ao seu longo eixo e as falhas ocorreram em um intervalo de aplicação de carga entre 14,07Kgf (138N) e 70,66Kgf (693N). Os autores observaram que a maioria das falhas na supra-estrutura ocorreram no parafuso de ouro de fixação da coroa, com preservação do parafuso que une o intermediário ao implante e que juntas profundas favorecem à resistência do sistema.
Norton (1997) comparou a resistência à deformação do sistema de implante bi-cônico da Astra Tech com o sistema de HE da Branemark System e concluiu que, tanto para a interface implante-pilar protético quanto para a interface pilar protético-cilindro da prótese fixa, a incorporação de uma superfície interna cônica proporciona grande melhora quanto a resistência às forças de compressão.
Binon (1998) relatou que o afrouxamento do parafuso do pilar protético de implantes HE ocorre rotineiramente. O autor concluiu frente a avaliação de parafusos em pilares do tipo UCLA com torque de 20Ncm, que o torque manual não é suficiente para impedir o afrouxamento quando a estrutura é submetida à carga funcional.
Piattelli et al. (1998) analisaram um caso em que ocorreu a fratura de um implante unitário colocado na região de primeiro molar inferior em posição angulada. O implante havia permanecido um ano em função. O exame histológico mostrou que o osso peri-implantar estava saudável. Segundo os autores, as forças não axiais laterais exercidas sobre o implante criaram momentos fletores muito elevados,
produzindo fratura do implante sem, no entanto, ocorrer nenhuma perda de osseointegração.
Boggan et al. (1999) examinaram a influência de fatores como o diâmetro da plataforma e a altura do hexágono na resistência mecânica e qualidade de adaptação na interface implante-abutment por meio de testes de compressão estáticos e cíclicos e análise em Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV). Os autores relataram que é imprescindível um íntimo contato entre o intermediário e o implante para prevenir ou minimizar a contaminação bacteriana no espaço periimplantar. Os autores também afirmaram que implantes com plataformas de largo diâmetro reduzem a probabilidade de fratura de componente.
Giglio (1999) sugeriu que quatro critérios devem ser considerados na seleção de pilares protéticos, nessa ordem: posição do implante, angulação do implante, altura interoclusal e, altura dos tecidos moles. Segundo o autor, discrepâncias de angulações maiores que 15 graus normalmente exigem pilares angulados, cimentados ou personalizados.
Korioth et al. (1999) pesquisaram o torque necessário para o desparafusamento do intermediário utilizando um anel metálico junto ao parafuso de ouro retentor da coroa e constataram que isto prolonga a retenção do parafuso prevenindo a falha do sistema.
Lang et al. (1999) afirmaram que o objetivo inicial do apertamento, também conhecido por pré-carregamento, do parafuso de uma supra-estrutura é gerar uma força de união suficiente para manter os componentes juntos e estáveis. Na junção implante/abutment o torque inadequado e a ausência de uma perfeita adaptação entre as superfícies dessas estruturas são citados como as duas principais causas de instabilidade do parafuso, portanto, esta pré-carga é
fundamental para a estabilidade da estrutura, protegendo o sistema quando ocorrer a aplicação de cargas externas. Os autores concluíram que uma média de 91% deste torque inicial é transmitido à interface implante-osso, preconizando assim a utilização de um contra-ângulo com dispositivo de anti-torque que reduz a transmissão do pré-carregamento para a interface implante-osso para menos de 10%.
Aboyoussef et al. (2000) analisaram a resistência antirotacional de intermediários de coroas unitárias. Após aplicar uma pré-carga de 20Ncm no abutment e de 10Ncm no parafuso de ouro da coroa os autores concluíram que formas complementares de retenção podem prevenir a soltura de parafusos sem que seja necessário um aumento do torque inicial.
Binon (2000) realizou um estudo bibliográfico sobre implantes e seus componentes e ressaltou que devem ser observados, antes dos tratamentos, os aspectos relacionados ao complexo pilar-implante como: tipos de sistemas anti-rotacionais, desenho do parafuso, material de revestimento da prótese utilizado e tratamento de superfície do parafuso de fixação do pilar. Para o autor, há inúmeros sistemas antirotacionais: externos, internos e o sitema “morse”. As conexões do tipo “cone morse” apresentam uma melhor biomecânica, permitindo uma distribuição ideal das forças que incidem no sistema e possibilitando um melhor acoplamento reduzindo as tolerâncias dimensionais entre as conexões.
Eger et al. (2000), através de acompanhamento clínico, compararam o sucesso de implantes restaurados com pilares protéticos retos e angulados. Os autores acompanharam os pacientes por 36 meses avaliando características clínicas e concluíram que implantes colocados em angulações desfavoráveis podem ser restaurados com pilares angulados sem compromisso de função ou estética.
Luterbacher et al. (2000) lembraram que, pelas características dos componentes protéticos do sistema Cone Morse, a transmissão da força nos implantes ITI ocorre para o componente protético e para o pescoço do implante. Sendo assim, fraturas entre a parte cônica e o parafuso que fixa o abutment ao implante são raras.
Merz et al. (2000) compararam por meio de elementos finitos o sistema CM ITI com conicidade de oito graus e um sistema de junta de topo tipo HE e, após aplicar cargas cíclicas à zero graus, 15 graus e 30 graus, constataram que o sistema CM apresenta maior resistência mecânica ajudando a explicar a estabilidade do sistema.
Schwarz (2000) relatou que por não haver ligamento periodontal no implante não haverá, por exemplo, adaptação fisiológica dos tecidos e, todas forças oclusais adversas poderão levar a complicações mecânicas. A maioria das fraturas ocorrem na região posterior da boca onde a força de mordida é três vezes maior que na região anterior. Estas fraturas ocorrem principalmente quando há associação com bruxismo, próteses em cantilever ou forças oclusais excessivas.
Taylor et al. (2000) realizaram um estudo bibliográfico abordando as tendências das próteses sobre implantes e afirmaram que o material de revestimento da prótese, o conhecimento da dinâmica mastigatória e considerações oclusais, o desenho e passividade da supra-estrutura, os tipos de componentes utilizados e o número de implantes utilizados devem ser levados em consideração tanto para estudos biomecânicos sobre implantes quanto para o planejamento clínico.
Bräger et al. (2001) compararam a prevalência de complicações biológicas e mecânicas em pacientes com PPF(s) sobre dentes, PPF(s) sobre
implantes e, PPF(s) mistas (sobre dentes e implantes) e concluíram que as falhas ocorrem similarmente em todos os tipos de prótese analisadas e estão associadas a fatores de risco como, principalmente, o bruxismo.
Gratton et al. (2001) avaliaram a micromovimentação na interface implante-abutment variando o torque dado ao parafuso do pilar UCLA frente a testes de carga cíclica. Os autores concluíram que nos conjuntos que receberam torque de 16Ncm houve micromovimentação significativamente maior que nos grupos que receberam torque de 32Ncm e 48Ncm e, não houve diferença estatística entre estes últimos dois grupos.
Moraes (2001) estudou a resistência à fratura do parafuso de fixação do pilar de implantes mediante ensaios de compressão máxima e fadiga. Para o teste de compressão máxima foram utilizados pilares angulados em 15º com antirotacional externo e interno. Apesar de suportarem uma carga média um pouco maior, os implantes com sistema antirotacional externo estatisticamente apresentaram a mesma resistência que os com antirotacional interno.
Çehreli & Iplikçioglu (2002) compararam as tensões nos implantes dentários que sustentam próteses parciais fixas frente a aplicação de cargas axiais e não axiais e concluíram que cargas fora do eixo ocasionam maior tensão levando ao arqueamento dos implantes, o que pode levar a perda óssea peri-implantar. Os autores sugerem que a carga axial deverá ser proporcionada pelo uso de implantes de diâmetro amplo, plataformas oclusais estreitas e contatos oclusais apropriados.
Al-Turki et al. (2002) avaliaram o efeito de dois níveis de desadaptação (100 e 175µm) introduzidos entre implantes e pilares protéticos em uma prótese total mandibular. Os autores concluíram, após os ensaios com carregamento cíclico e
verificação do torque para remoção dos parafusos, que ambas desadaptações são suficientes para gerar instabilidade no parafuso protético.
Guichet et al. (2002) em estudo com fotoelasticidade avaliaram a distribuição de tensões comparando implantes que receberam próteses fixas esplintadas com implantes que receberam coroas individuais. Concluíram que contatos excessivamente fortes entre as coroas individuais podem levar a uma situação não passiva e que restaurações esplintadas apresentam melhor distribuição do carregamento em relação às individuais. Os autores relatam que a decisão de esplintar implantes pode ser mais importante quando não há presença de guia anterior, quando o paciente tem hábitos parafuncionais ou quando os implantes são colocados em áreas com osso de baixa qualidade.
Hanses et al. (2002) analisando o assentamento de abutments e parafusos da prótese sobre implantes observaram, com o auxílio de um dispositivo preciso capaz de medir o torque para total assentamento, que é possível reapertar o parafuso do abutment e da prótese com 1,7º e 1,3º respectivamente. Há vários fatores que, segundo os autores, devem ser levados em consideração para a estabilização do parafuso: tipo de sistema de implante, número de fixações, tipo de abutments utilizados, material de revestimento da prótese e necessidade de reapertamento do parafuso do abutment e da prótese.
Khraisat et al. (2002) compararam a resistência à fadiga de dois sistemas de implantes: Branemark e ITI. Para isto utilizaram, respectivamente, pilares CeraOne com torque de 32Ncm e Pilar Sólido com torque de 35Ncm simulando seis anos de função com carga aplicada perpendicularmente ao eixo dos implantes até ocorrer fratura do corpo de prova e concluíram que a resistência mecânica em implantes unitários ITI é significativamente melhor que em implantes Branemark.
Sugeriram que o motivo para esta resistência superior seja a distribuição do stress ao longo de toda interface de união do sistema ITI.
Lang et al. (2002) afirmaram que um fator de estabilidade da união implante-abutment é a discrepância máxima de cinco graus entre os hexágonos externo do implante e interno do abutment. Os autores compararam a orientação dos abutments CeraOne, Estheticone, Procera e AuraAdapt após o torque com e sem o uso de um dispositivo de anti-torque e concluíram que a maior discrepância foi de 3,53º no grupo Procera e que a presença do dispositivo de anti-torque não influenciou na orientação do hexágono do abutment.
Lee et al. (2002) simularam o efeito da mastigação em implantes com sistema HE na função de um incisivo central superior. O teste foi realizado com uma angulação de 30º ao longo eixo do implante e os autores concluíram que o deslocamento inicial aumenta a chance de perda do parafuso de ouro sugerindo que este seja apertado com torque maior que 10Ncm para promover estabilidade e retenção da coroa ao pilar.
Perriard et al. (2002) compararam, com o uso de cargas cíclicas em elemento finito, os abutments ITI modelo padrão e modelo com octágono interno (SynOcta) e concluíram que não houve diferença estatística de resistência mecânica entre os abutments e que, apesar de ter ocorrido uma pequena concentração de tensões localizada apicalmente à borda do conector octagonal, pode-se considerar que os locais de falha foram distribuídos alternadamente através das estruturas, indicando a ausência de um local de menor resistência.
Sethi et al. (2002) descreveram a evolução do conceito desenvolvido em 1986 para seleção de pilares angulados durante o primeiro estágio da cirurgia de instalação dos implantes. Os autores afirmam que o sistema Cone Morse possibilita
um número infinito de pontos rotacionais, reduzindo o número de pilares necessários para abranger as variações requisitadas e eliminando a necessidade de rotacionar o implante para orientar o pilar no plano desejado.
Siamons et al. (2002) avaliaram o efeito da variação da pré-carga (25Ncm, 30Ncm, 35Ncm e 40Ncm) e do reapertamento dos parafusos do abutment e concluíram que o reapertamento dos parafusos do abutment após 10 minutos do torque inicial e valores de torque acima de 30Ncm podem ser benéficos para a estabilidade do conjunto implante-abutment diminuindo a perda do parafuso.
Tzenakis et al. (2002) avaliaram o efeito do torque repetido e da lubrificação salivar no pré-carregamento de parafusos de ouro. Os autores utilizaram 15 implantes e cada parafuso foi apertado e removido 10 vezes. Os valores foram medidos após um torque (Grupo 1x), após cinco torques repetidos (Grupo 5x) e após 10 torques repetidos (Grupo 10x). Os resultados apontaram um aumento nos valores de torque para cada aumento de repetição e mostraram que o mais alto pré-carregamento foi encontrado após o repetido uso do parafuso de ouro retentor da prótese lubrificado em saliva.
Bozkaya & Müftü (2003) estudaram através de elementos finitos a mecânica de implantes dentais tipo Cone Morse sem parafuso, somente com adaptação cônica (implantes Bicon). Os autores relataram que este tipo de adaptação conta com uma ampla área de contato e pressão que resulta em resistência friccional promovendo uma conexão segura. As análises do trabalho mostraram que as deformações ocorridas frente às cargas aplicadas limitam o aumento das forças que tendem a deslocar o pilar protético para fora.
Ding et al. (2003) afirmaram que a aplicação de uma determinada força no torque (pré-carregamento) é o que mantém a união das roscas e que quanto
maior o torque maior a força de união, porém o torque não deve ultrapassar o limite de deformação elástica do parafuso. Neste trabalho de compressão máxima com incidência de força a 30º em relação ao longo eixo do implante os autores compararam a modificação da conexão interna de implantes Cone Morse ITI e concluíram que é necessário um reapertamento para a estabilidade do sistema com octágono interno e este apresenta resistência significativamente menor quando comparada ao desenho original de Cone Morse com conicidade de 8º.
Duncan et al. (2003) relataram as complicações protéticas ocorridas em 51 pacientes que receberam 186 implantes acompanhados por 3 anos. Observaram que soltura do parafuso oclusal e desgaste da resina composta de acesso ao parafuso foram as únicas complicações ocorridas em próteses completas parafusadas, enquanto que em próteses completas cimentadas em abutments sólidos não houveram problemas. Os autores afirmaram que os problemas são relacionados ao aumento da força de mordida e a inadequados procedimentos laboratoriais, não tendo relação com o sistema de implante propriamente dito.
Goodacre et al. (2003) realizaram uma revisão de literatura sobre as complicações clínicas e protéticas relacionadas a implantes dentais publicadas no período de 1981 a 2001 e as dividiu em seis categorias: a) complicações cirúrgicas; b) perda de implante; c) perda de osso; d) peri-implantite relacionada a tecidos moles; e) complicações mecânicas e; f) complicações estéticas e fonéticas. As complicações mais comuns encontradas foram: perda do mecanismo de retenção da overdenture, perda de implante em maxila irradiada, complicações relacionadas a hemorragia, fratura da resina tipo veneer em próteses parciais fixas, perda do implante em overdentures maxilares, overdentures com necessidade de realinhamento, perda de implantes em osso tipo IV e, fratura do attachment/clip em
overdentures. Ainda conforme Goodacre et al. (2003) um grande número de complicações mecânicas é relatado e dentre outras complicações temos: perda do parafuso da prótese (7%), perda do parafuso do abutment (6%), fratura do parafuso da prótese (4%), fratura da estrutura metálica (3%), fratura do parafuso do abutment (2%) e, fratura do implante (1%).
Hecker & Eckert (2003) realizaram um estudo sobre a adaptação dos componentes em implantes frente a um carregamento cíclico e afirmaram que a tolerância dimensional dos componentes é de extrema importância para impedir complicações mecânicas e biológicas futuras.
Strub & Gerds (2003) avaliaram a resistência à fratura de cinco diferentes combinações de implante-pilar protético antes e após carregamento termomecânico cíclico, são elas: G1) Implante Steri-Oss e pilar Novostil (Nobel Biocare); G2) Implante Oss e pilar Anatomic abutment (Nobel Biocare); G3) Implante Steri-Oss e pilar Straight HL (Nobel Biocare); G4) Implante IMZ Twin e pilar Esthetic abutment (Friatec) e; G5) Implante Osseotite e pilar Hexed Gol UCLA (3i). Os autores observaram que grupos G2, G3 e G5 têm totais condições de resistirem às forças mastigatórias na região anterior, pois as falhas mecânicas ocorreram entre 75,76Kgf (743N) e 91,06Kgf (893N) para estes grupos.
Yildirim et al. (2003) avaliaram in vitro a resistência à fratura de dois diferentes pilares intermediários de cerâmica pura para implantes Branemark, um de Óxido de Alumínio e outro de Óxido de Zircônia restaurados com coroas de cerâmica Empress. Os autores concluíram que ambos intermediários superaram os valores de força máxima incisal encontrados na literatura (37,72Kgf; 370N) sendo que a média da resistência do intermediário de Óxido de Alumínio de 28,56Kgf (280,1N) e do intermediário de Óxido de Zircônio foi de 80,36Kgf (788,1N).
Alkan et al. (2004) analisando a influência da distribuição de três diferentes incidências de cargas oclusais (10N horizontal, 35N vertical, 70N oblíquo) sobre três diferentes sistemas de implantes (Branemark HE, ITI Cone Morse de 8º e ITI Cone Morse com octágono interno) pelo método de elemento finito concluíram que as forças concentram-se entre o corpo e a primeira rosca do abutment, independente da localização das cargas e do tipo de intermediário. Os resultados sugeriram também, que os três sistemas testados não demonstraram possibilidade de falha nas condições de força simuladas para a recuperação de um dente unitário.
Bozkaya & Müftü (2004) estudaram a mecânica de pilares cônicos com parafuso integrado utilizados em implantes CM Ankylos e ITI. Para os autores, os torques de inserção e remoção são os principais fatores para determinar a estabilidade da união. Fatores como fricção, propriedades geométricas do parafuso, ângulo de conicidade e propriedades elásticas dos materiais influenciam na mecânica do sistema. Os autores observaram que os torques necessários para a remoção do pilar variaram numa média de 85 a 137% do torque utilizado para apertar o conjunto.
Çehreli et al. (2004a) compararam a resistência mecânica frente a testes de fadiga de implantes synOcta ITI com pilares protéticos de uma peça (pilares sólidos) e de duas peças (pilares synOcta para coroas cimentadas). Após os testes observaram que ambos encontravam-se clinicamente imóveis e sem sinais de falha mecânica, porém os valores de torque necessários para remoção dos pilares sólidos foram maiores do que para a remoção de pilares synOcta com octágono interno.
Em outro estudo Çehreli et al. (2004b) compararam, através de fotoelasticidade, a distribuição de tensões em implantes com junta de topo e
implantes com cone interno e concluíram que ambos sistemas têm similar características de distribuição de forças.
Khraisat et al. (2004) avaliaram o efeito do carregamento cíclico axial cêntrico e não cêntrico em implantes HE com pilar protético CeraOne simulando 40 meses de função a 5,09Kgf (50N). Observaram que o torque de 32Ncm foi mantido com maior intensidade quando aplicada cargas excêntricas.
Tan et al. (2004) analisaram o momento em que as forças externas não axiais aplicadas sobre um conjunto implante-pilar protético causam a perda do contato entre as superfícies deste conjunto. Concluíram que o torque preconizado pelo fabricante deve ser respeitado para garantir a integridade do parafuso e que a força necessária para o afastamento das superfícies é muito maior em implantes de plataforma larga, quando comparados a plataforma regular, e maior para pilares CeraOne do que em pilares Multiunit em implantes de mesma plataforma.
Torrado et al. (2004) ao comparar a resistência à fratura da porcelana em coroas metalo-cerâmicas implanto-suportadas parafusadas e cimentadas concluíram que as coroas parafusadas apresentam resistência significantemente menor e que a colocação da abertura de acesso ao parafuso 1mm fora do centro da face oclusal não interfere na resistência à fratura.
Wiskott et al. (2004) compararam a resistência de cinco tipos de intermediários ITI e concluíram que a resistência dos componentes parafusados foi duas vezes maior que dos componentes cimentados e, para os componentes parafusados, quanto maior o torque inicial maior a resistência à fadiga.
Carrilho et al. (2005) compararam a liberdade de rotação de implantes HE comparados com implantes HI e concluíram que a liberdade de rotação foi maior
para implantes HI com valores maiores que 5º e menores para os implantes HE onde os valores alcançaram os 3º.
Att et al. (2006) em um estudo in vitro compararam a resistência à fratura de implantes individuais restaurados com coroas de Alumina (Procera) em três diferentes pilares protéticos: Titânio, Alumina e Zircônia. Os corpos de prova foram envelhecidos artificialmente e os valores obtidos foram de 148,26Kgf (1454N), 43,08Kgf (422,5N) e 45,23Kgf (443,6N) para os grupos Ti, Al e Zr, respectivamente. Estes resultados mostraram que todos os três pilares têm potencial para suportar as forças fisiológicas em região anterior.
Barbosa et al. (2006) analisaram se o torque de 10N em parafusos de união coroa-pilar protético recomendado pelos fabricantes é suficiente para resistir às forças mastigatórias. Neste trabalho os autores fizeram um cálculo matemático que permitiu a decomposição da força mastigatória para visualizar os vetores de força e momentos que agem sobre o parafuso quando o conjunto sofre uma força mastigatória de 30,59Kgf (300N) e concluíram que o torque inicial é suficiente para resistir às cargas mastigatórias, porém esta pré-carga é perdida por um fator conhecido como fator de acomodação.
Bernardes et al. (2006) analisaram com o uso de fotoelasticidade a distribuição de tensões em implantes com mesma forma externa porém com conexão interna diferente. Compararam implantes HE e HI e concluíram que, frente a aplicação de cargas não axiais os implantes HI apresentaram níveis de tensão significativamente menores em relação a HE. Segundo os autores implantes com conexões internas apresentam vantagens em relação às conexões externas.
Erneklint et al. (2006) estudaram a resistência à fratura de implantes cônicos combinados com pilares protéticos de duas diferentes angulações (20º e
45º) e com parafusos de retenção de três diferentes materiais (liga de titânio, liga de ouro e titânio comercialmente puro) frente a forças aplicadas a 30 graus. Os autores concluíram que a angulação do pilar é muito mais importante na determinação da resistência do conjunto do que o material do parafuso. Os resultados obtidos também mostraram que os conjuntos com pilares angulados em 45º falharam após carga oblíqua entre 45,88Kgf (450N) e 54,04Kgf (530N), e os conjuntos com pilares de 20º falharam após carga entre 130,52Kgf (1280N) e 160,09Kgf (1570N).
Misch (2006a) afirmou que no planejamento prévio ao tratamento devem ser incluídos métodos para reduzir o stress e minimizar seus efeitos a longo prazo. O objetivo, que inclui diminuir a quantidade de força, é reduzir as chances de complicações no sistema implante-prótese.
Conforme Misch (2006b), algumas parafunções como interposição de língua, bruxismo e apertamento induzem mais stress no implante e na prótese. Para o autor, o bruxismo e o apertamento são os fatores mais críticos para se avaliar em qualquer reconstrução com implantes, impedindo o sucesso a longo prazo na presença de uma dessas patologias de forma severa.
Misch & Bidez (2006) apontaram a importância de respeitar os conceitos de oclusão mutuamente protegida, onde os dentes posteriores são protegidos pela guia anterior durante os movimentos excursivos e os dentes anteriores têm apenas um leve contato e são protegidos pelos dentes posteriores quando estes ocluem no fechamento máximo mandibular.
Nery (2006) estudou o comportamento mecânico de implantes HE e HI frente a testes de fadiga. Foram avaliadas três marcas comerciais e seus sistemas de HE e HI para prótese cimentada e parafusada. O autor observou com auxílio de
MEV que não houve diferença quanto à deformação do sistema de conexão interna ou externa.
Quek et al. (2006) compararam a resistência à fadiga de implantes de plataforma estreita, regular e larga e concluíram que os implantes de plataforma larga têm maior resistência à fadiga e devem ser preferidos em situações clínicas em que há grande carga mastigatória.
Chung et al. (2007) avaliaram os fatores que afetam a perda óssea tardia ao redor de implantes, em um estudo que acompanhou 339 implantes colocados em 69 pacientes. Os autores concluíram que implantes curtos, de largo diâmetro, suportando próteses fixas e colocados em pacientes fumantes apresentam uma média de perda óssea anual mais alta. Constataram também que, o comprimento do implante é o fator mais importante para a sua manutenção.
Moura et al. (2007) mensuraram in vitro a resistência à fratura de intermediários construídos em Ceram Zircônia e restaurados com coroa de In-Ceram Alumina simulando uma prótese unitária em Incisivo Central Superior. Após aplicar uma carga crescente à 135º na região de cíngulo os conjuntos resistiram a forças de compressão na média de 31,16Kgf (305,6N).
Pedroza et al. (2007) compararam a resistência à força compressiva estática de três sistemas de implantes diferentes. Os autores avaliaram macroscopicamente a ocorrência de deslocamento longitudinal, afrouxamento ou perda de pilar protético, fratura de parafuso e fratura de implante. Os implantes foram fixados simulando estarem 2mm acima da altura óssea. Com um carregamento crescente feito à 30º concluíram que estatisticamente o sistema Unipost apresentou resistência superior à força de compressão (392,5psi) quando comparado aos sistemas Splyne (342,8psi) e Screw-Vent (369,1psi). Observaram
que no sistema Unipost as falhas ocorriam na primeira rosca do corpo do implante e atribuíram isto ao fato dos implantes estarem 2 mm acima da altura óssea, deixando uma parte do implante sem suporte e mais suscetível à fratura.
3 PROPOSIÇÃO
A proposição deste trabalho consiste em:
a) comparar a resistência à fratura dos pilares protéticos de implantes osseointegrados tipo Cone Morse mediante a realização de ensaios de compressão máxima e posterior análise estatística;
b) analisar macroscopicamente e por meio de radiografias a junção pilar implante após os ensaios;
c) analisar o comportamento dos componentes em uma situação de incidências de forças com angulação de 30º, para implantes unitários com componentes protéticos retos e angulados em 17º e 30º.
4 MATERIAIS E MÉTODOS
O trabalho experimental compreendeu a realização de teste de carga máxima em componentes de implantes de titânio comercialmente puro da mesma marca comercial e posterior avaliação da superfície dos componentes macroscopicamente e através de radiografias. Os critérios utilizados para a análise macroscópica e radiográfica foram: deformação ou fratura do pilar protético, deformação ou fratura do corpo do implante, deformação ou fratura do parafuso passante e, movimentação do corpo do implante dentro da resina. Os resultados foram submetidos à análise de variância (ANOVA) e análise estatística pelos testes de Tukey ao nível de significância de 5%.
4.1 Seleção dos implantes e pilares protéticos
Foram utilizados 30 implantes de 10 mm de comprimento por 4.3mm de diâmetro do tipo Alvim Cone Morse Neodent®.
Os pilares utilizados são do tipo Cone Morse para prótese cimentada compatível com plataforma 4.3. Foram utilizados 10 pilares retos (pilar de corpo único sem parafuso passante) para prótese cimentada com dimensões de 4.5 x 2.5 x 4 mm, 10 pilares angulados em 17º (com parafuso passante) para prótese cimentada com dimensões de 4.5 x 2.5 x 4mm e 10 pilares angulados em 30º (com parafuso passante) para prótese cimentada com dimensões de 4.5 x 2.5 x 4mm (figura 2 e 3).
Altura do cone = 4mm
Transmucoso = 2,5mm
Diâmetro = 4,5mm
Altura do cone = 4mm
Transmucoso = 2,5mm
Diâmetro = 4,5mm
Figura 2 - Dimensões dos pilares retos Cone Morse Neodent Fonte: Neodent Altura do cone = 4mm Transmucoso = 2,5mm Diâmetro = 4,5mm Ângulos 17 e 30º Altura do cone = 4mm Transmucoso = 2,5mm Diâmetro = 4,5mm Ângulos 17 e 30º Ângulos 17 e 30º
Figura 3 - Dimensões dos pilares angulados Cone Morse Neodent Fonte: Neodent
Os 30 implantes foram divididos em três grupos de 10, cada grupo formando conjunto com um tipo de pilar. Formaram-se assim os grupos G1 (Pilar Reto), G2 (Pilar Angulado em 17º) e G3 (Pilar Angulado em 30º). Todos os implantes e componentes protéticos necessários para a realização desta pesquisa foram gentilmente cedidos pela empresa Neodent (figura 4).
Figura 4 - Implante Alvin CM, Pilar Reto e Pilares Angulados em 17º e 30º
4.2 Corpos de prova
Os implantes foram fixados em base de resina epóxi (resina 1109 e catalisador 2963), com tempo de polimerização de quatro horas à temperatura ambiente. Esta resina possui módulo de elasticidade de 13,7Gpa, próximo ao módulo de elasticidade do tecido ósseo (Yildirim et al., 2003; Nery, 2006).
Foram utilizados dois canos de policloreto de vinila (PVC) de 50 cm de comprimento e 21 mm de diâmetro interno onde a resina foi vazada e aguardada sua polimerização. Em seguida procedeu-se com um corte ao longo eixo dos canos de PVC e remoção dos bastões de resina que haviam se formado. Os bastões de resina foram cortados em torno mecânico de precisão obtendo-se as bases de 21 mm de diâmetro por 17mm de altura. Foi realizado no centro de cada base de resina uma perfuração de 4.3mm de diâmetro por 10 mm de profundidade utilizando-se o torno mecânico. As perfurações foram feitas em uma angulação de 90º com a superfície. Os implantes foram colocados na cavidade aberta ficando sua extremidade cervical na altura da resina, simulando a indicação clínica de estarem
na altura óssea, e fixados na base com a mesma resina epóxi, aguardando o tempo de polimerização preconizado (figura 5 e 6).
Figura 5 - Base de resina epóxi nas dimensões de 21 x 17 mm com perfuração de 4,3 x 10mm
Figura 6 - Implante CM posicionado na base de resina epóxi mostrando a justa adaptação
Para a fixação dos pilares aos implantes foi utilizado o torquímetro Neodent® preconizado pelo fabricante com o torque recomendado pelo fabricante
de 32Ncm no pilar reto e de 10Ncm nos pilares angulados com parafuso passante (figura 7 e 8).
Figura 7 - Implantes com pilar reto, angulado em 17º e angulado em 30º, respectivamente
Figura 8 - Os 30 corpos de prova prontos para o ensaio.
Com o auxílio do Coordenador do Curso de Engenharia Mecânica, Prof. Ms. Jorge Luiz Rodrigues Marques (UNISC), foi idealizado um dispositivo em aço de
angulação regulável capaz de alinhar cada um dos três grupos a 30º em relação ao longo eixo do pilar protético. Sendo assim, para o grupo com pilar reto angulou-se o dispositivo em 30º, para o grupo com pilar angulado em 17º angulou-se o dispositivo em 47º e para o grupo com pilar angulado em 30º angulou-se o dispositivo em 60º. A figura 9 mostra este dispositivo bem como as angulações reguláveis de 0º, 30º, 47º e 60º que estão evidenciadas através de linhas brancas.
Figura 9 - Dispositivo confeccionado em aço.
4.3 Teste de carga máxima
O conjunto completo foi colocado na máquina de ensaios universais EMIC modelo DL 10.000 onde se aplicou um carregamento crescente com um deslocamento constante de 1 mm/min. A carga foi aplicada em uma angulação de 30º em relação ao longo eixo do componente diretamente no pilar, na sua extremidade superior sem supra-estrutura protética (figura 10 a 17).
Figura 10 - Incidência de carga nos implantes com componentes retos
Figura 11 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar reto para receber a carga a 30º em relação ao pilar
Figura 12 - Incidência de carga nos implantes com componentes angulados em 17º
Figura 13 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar angulado em 17º para receber a carga a 30º em relação ao pilar
Figura 14 - Incidência de carga nos implantes com componentes angulados em 30º
Figura 15 - Conjunto montado mostrando a posição do implante com pilar angulado em 30º para receber a carga a 30º em relação ao pilar
Figura 16 - Máquina de Ensaios Universais EMIC
Figura 17 - Estrutura fixada à Máquina de Ensaios evidenciando o momento da realização dos testes
Os valores de força máxima foram registrados no momento do término da deformação elástica e início da deformação plástica. Utilizamos valores de força máxima de mordida encontrados na literatura como referência aos resultados por
nós encontrados. Segundo Braun et al. (1995 apud Bidez, Misch, 2006) a força máxima de mordida na região entre pré-molares e molares de homens chega a 80,46kgf (789N).
Brekhus et al. (1941 apud Okeson, 2000) relataram que as mulheres têm força máxima de mordida entre 35,8Kgf (351,07N) a 44,9Kgf (440,31N), enquanto que a força de mordida dos homens varia de 53,6Kgf (525,63N) a 64,4Kgf (631,54N).
Howel et al. (1948 apud Okeson, 2000) afirmaram que a força máxima aplicada pelo primeiro molar é entre 41,3Kgf (405N) a 89,8Kgf (880,63N), enquanto que a força máxima aplicada pelo incisivo central é entre 13,2Kgf (129,44N) e 23,1Kgf (226,53N).
Paphangkorakit & Osborn (1997) mediram, em sua pesquisa, a força máxima de mordida na região de incisivos em homens e observaram que o maior valor encontrado foi de 37,7Kgf (370N).
Conforme van Eijden (1991 apud Bidez, Misch, 2006) a força máxima de mordida em homens chega a 49,45Kgf (485N) na região de caninos, 59,45Kgf (583N) nos segundos pré-molares e, 76,38Kgf (749N) nos segundos molares.
4.4 Análise dos componentes
Antes e após os ensaios mecânicos os corpos de prova foram radiografados perpendicularmente utilizando-se películas periapicais Kodak Ultra-Speed. Um corpo de prova de cada grupo, escolhido aleatoriamente, foi cortado longitudinalmente com auxílio de uma fresadora e discos extra-finos (Dentorium 308) e feita inspeção visual para avaliar os locais das fraturas ou falhas (figura 18 e 19).
Figura 18 - Fresadora utilizada para corte dos implantes
Figura 19 - Disco Dentorium 308 usado para o corte
5 RESULTADOS
Após os ensaios mecânicos obtivemos os resultados apresentados a seguir. A tabela 1 mostra os resultados obtidos e a média dos valores do Grupo 1 com componente protético reto, os valores em destaque correspondem aos valores máximos e mínimos obtidos até o momento em que iniciou a deformação plástica.
Tabela 1 - Resultados do ensaio de compressão máxima do Grupo 1 (Pilar Reto)
Amostras Força Máxima (Kgf) Fratura de componente
1 182,03 Não 2 150,29 Não 3 168,37 Não 4 148,20 Não 5 171,53 Não 6 156,01 Não 7 158,69 Não 8 158,04 Não 9 143,42 Não 10 146,90 Não Média 158,34 ---
A tabela 2 mostra os resultados obtidos e a média dos valores do Grupo 2 com componente protético angulado em 17 graus, os valores em destaque correspondem aos valores máximos e mínimos obtidos até o momento em que
iniciou a deformação plástica. Observa-se que, diferente do grupo 1 onde não houve fratura de nenhum componente, neste grupo nove amostras fraturaram.
Tabela 2 - Resultados do ensaio de compressão máxima do Grupo 2 (Pilar Angulado em 17º)
Amostras Força Máxima (Kgf) Fratura de componente
1 74,56 Não 2 72,78 Sim 3 82,05 Sim 4 76,42 Sim 5 88,77 Sim 6 87,93 Sim 7 74,53 Sim 8 82,97 Sim 9 94,18 Sim 10 95,59 Sim Média 82,97 ---
A tabela 3 mostra os resultados obtidos e a média dos valores do Grupo 3 com componente protético angulado em 30 graus, os valores em destaque correspondem aos valores máximos e mínimos obtidos até o momento em que iniciou a deformação plástica. No Grupo 3 oito amostras faturaram.
Tabela 3 - Resultados do Ensaio de Compressão Máxima do Grupo 3 (Pilar Angulado em 30º)
Amostras Força Máxima (Kgf) Fratura de componente 1 61,46 Sim 2 65,04 Não 3 60,60 Sim 4 61,50 Sim 5 66,35 Sim 6 65,84 Sim 7 62,73 Sim 8 63,12 Não 9 62,70 Sim 10 58,76 Sim Média 62,81 ---
A Análise de Variância (ANOVA) mostrou que existe diferença estatisticamente significativa entre pelo menos dois dos grupos analisados (p<0,001). Para verificar quais grupos diferem entre si foi aplicado o Teste de Tukey que, por sua vez, evidenciou serem os três grupos significantemente diferentes entre si, com relação às suas médias. Sendo assim, no Grupo 1 (Pilar Reto) a média de resistência à fratura foi de 158,34Kgf (1552,78N), estatisticamente maior que a média do Grupo 2 (Pilar Angulado em 17º) de 82,97Kgf (813,65N) que, por sua vez, foi estatisticamente maior que a média do Grupo 3 (Pilar Angulado em 30º) de 62,81Kgf (615,95N).
Com a análise radiográfica foi possível verificar que, frente à força de compressão aplicada, houve deformação da porção cervical dos implantes em todos
os grupos (figuras 20 a 25).
Figura 20 - Rx do Implante com pilar reto
antes do ensaio
Figura 21 - Rx mostrando deformação do pilar reto e do implante
Figura 22 - Rx do Implante com pilar
angulado em 17º antes do ensaio
Figura 23 - Rx mostrando deformação do pilar angulado em 17º e do implante
Figura 24 - Rx do Implante com pilar
angulado em 30º antes do ensaio
Figura 25 - Rx mostrando deformação do pilar angulado em 30º e do implante
A análise das estruturas também mostrou que, nos implantes com pilar reto, houve deformação plástica do componente protético e da porção cervical do implante, enquanto que nos implantes com componentes angulados em 17º e 30º observou-se, além da deformação plástica do componente protético e do implante, fratura de quase todos os parafusos de fixação do pilar e leve movimentação do implante dentro da resina, conforme pode ser observado na figura 26 pelo espaço criado ao redor do implante e indicado pela seta. Esta movimentação ocorreu principalmente nos implantes com componentes protéticos de maior angulação (30 graus). Em todos os parafusos fraturados a falha ocorreu pela separação das roscas do corpo do parafuso (figura 27).
Figura 26 - Leve deslocamento do implante dentro da resina
Figura 27 - Fratura da extremidade do parafuso
passante onde se nota ausência das roscas
O corte realizado em uma amostra por grupo ajudou a localizar os pontos de deformação e fratura. A figura 28 corresponde a um conjunto implante-pilar reto (G1) após o ensaio de compressão. As figura 29 e 30 correspondem, respectivamente, aos conjuntos de pilar angulado em 17º (G2) e implante-pilar angulado em 30º (G3). Na figura 29 fica bem evidente que a fratura dos parafusos passantes ocorreu por separação das roscas dos parafusos de seu corpo. Na figura 30 pode-se observar as roscas do parafuso passante unidas ao seu corpo.
Figura 28 - Grupo 1, corte
longitudinal
Figura 29 - Grupo 2, corte longitudinal
Figura 30 - Grupo 3, corte longitudinal
6 DISCUSSÃO
Os implantes osseointegrados têm evoluído muito nos últimos anos. Conforme verificado na revisão da literatura estes avanços são alicerçados por inúmeras pesquisas que buscam um melhor entendimento de forças mastigatórias, distribuição de tensões, resistência dos materiais e componentes, fadiga dos materiais, pré-carregamento e condições biomecânicas das próteses sobre implantes.
Desde que Adell et al. (1981) apresentaram um estudo longitudinal do acompanhamento de implantes osseointegrados por 15 anos obtendo um elevado índice de sucesso na reabilitação de maxilares edêntulos, muita ênfase têm sido dada à interface osso-implante e às considerações mecânicas como perda de componentes por falhas ou fraturas. Assim, os materiais e os desenhos dos implantes e componentes bem como as tolerâncias entre o implante e sua prótese correspondente têm sido continuamente melhorados.
Após o comprovado sucesso dos implantes osseointegrados para reabilitações de arcos completamente edentados, começou-se a utilização dos implantes para restaurar perdas dentárias unitárias. Junto a isto ocorreram inúmeras pesquisas que compreendiam uma série de testes simulando o uso dos implantes em aplicações para dentes individuais (Bonanini et al., 1990; Clelland et al., 1993; Möllersten et al., 1997; Aboyoussef et al., 2000; Moraes 2001; Khraisat et al., 2002; Lee et al., 2002; Strub, Gerds 2003; Yildirim et al., 2003; Alkan et al., 2004; Çehreli et al., 2004a; Çehreli et al., 2004b; Khraisat et al., 2004; Wiskott et al., 2004; Att et
al., 2006; Bernardes et al., 2006; Erneklint et al., 2006; Quek et al., 2006; Pedroza et al., 2007; Moura et al., 2007).
A morfologia óssea faz com que os implantes sejam, muitas vezes, colocados em posições não ideais para a reconstrução protética. Nestes casos torna-se necessário a utilização de pilares angulados que, conforme Clelland et al. (1993), provocam um aumento significativo das tensões ao redor do implante. Giglio (1999) preconiza quatro critérios para a seleção de pilares protéticos, entre estes considera-se a angulação do implante. Para Bonanini et al. (1990); Watson et al. (1991); Gelb & Lazzara (1993); Eger et al. (2000) os pilares angulados são os elementos de escolha para estas situações onde a configuração óssea determina um posicionamento não ideal do implante para reconstrução protética. Conforme Sethi et al. (2002), que acompanharam por 10 anos um total de 3101 implantes restaurados utilizando pilares angulados de 0º a 45º, a magnitude do ângulo do pilar não influencia no índice de sucesso do tratamento.
Este trabalho tem a finalidade de estudar a resistência à fratura do sistema cone morse de uma única marca comercial comparando o pilar reto com pilares de duas diferentes angulações. Para isto foi realizado um teste de compressão máxima a uma angulação de 30º em relação ao longo eixo do pilar protético, simulando as condições fisiológicas de inclinação de cúspide. Esta angulação é rotineiramente descrita na literatura para ensaios com implantes (Balfour, O’brien, 1995; Boggan et al., 1999; Merz et al., 2000; Lee et al., 2002; Ding et al., 2003; Yildirim et al., 2003; Erneklint et al., 2006; Pedroza et al., 2007).
Por considerarmos que a posição dental deve ser respeitada determinamos para esta pesquisa que o pilar protético ficaria sempre na mesma posição independente de sua angulação, por conseguinte haveria uma alteração na
posição do implante. Esta situação vem de encontro com o que ocorre clinicamente. A figura 31 exemplifica situações onde, em virtude de uma estrutura anatômica (esferas coloridas próximo ao implante), o implante teve que ser colocado em diferentes posições, exigindo pilares com diferentes angulações para possibilitar a reconstrução protética. Cúspides com inclinações de 30º fazem com que as forças transmitidas ao pilar protético estejam também a 30º, no entanto esta angulação será diferente em relação ao implante dependendo da situação.
L V F 30º L V F 30º L V F 30º L V F 30º L V 30ºF L V 30ºF
Figura 31 - Ilustração evidenciando a razão pela qual mantivemos a força sempre agindo a 30º em relação ao pilar protético, alterando a posição do implante.
Com isto observa-se que no conjunto com pilar reto o longo eixo do pilar e implante coincidem, sendo assim a força aplicada a 30º em relação ao pilar mantém a mesma angulação em relação ao implante. Esta situação vai modificando-se à medida que aumentamos a angulação do pilar. No pilar angulado em 17º a incidência de força ocorre a 47º em relação ao longo eixo do implante e no pilar
Vestibular Lingual Vestibular Lingual Vestibular
Lingual
Molar Superior
angulado em 30º a direção de aplicação da força ocorre a 60º em relação ao implante.
Observa-se também que quanto maior esta angulação, maior será a distância do eixo de aplicação de força para o ponto rotacional do implante, conforme pode ser visto nas figuras 31, 32 e 33, onde as setas mostram que a distância “C” é maior que a distância “B”, que por sua vez é maior que a distância “A”. A soma destes dois fatores biomecânicos: incidência de força oblíqua em relação ao implante e, distância entre a aplicação de força e o eixo rotacional do implante, provavelmente têm relação com a observação feita durante os ensaios onde implantes com pilares angulados em 30º tinham a tendência de girar em seu próprio eixo, esta movimentação não pode ser fotografada após os ensaios pois a memória elástica da resina onde estavam os implantes fez com que eles retornassem à posição inicial. Isto vem de encontro com as observações de Clelland et al. (1993) que observaram um aumento de tensões em pilares com angulações maiores. Weinberg & Kruger (1995) também relataram que, para cada 10º de aumento na angulação do implante há, aproximadamente, 5% de aumento na carga transferida ao sistema de conexão implante/prótese. Erneklint et al. (2006) também propuseram que a angulação do pilar é um fator muito mais importante na resistência do conjunto do que o material do parafuso.
F 30º A F 30º A
Figura 32 - Em uma situação clínica, a força incide na mesma angulação no pilar reto e implante
F 30º 17º B F 30º 30º 17º B
Figura 33 - Com um pilar angulado em 17º a força aplicada será a 47º em relação ao longo eixo do implante
x F 30º 30º C x F 30º 30º C
Figura 34 - Com um pilar angulado em 30º a força aplicada será a 60º em relação ao longo eixo do implante
Nos casos de implantes unitários também observa-se a formação de cantilevers. Com o aumento da angulação do pilar e conseqüente aumento da distância entre a aplicação de força e o eixo rotacional do implante ocorre a formação de um cantilever horizontal que, conforme Nery (2006), é um fator determinante para a desestabilização do sistema implante-prótese. Um cantilever vertical também pode ser observado no conjunto implante-prótese, a altura da coroa com uma carga lateral pode agir como um cantilever vertical e aumentar o stress na interface implante-osso (Misch, Bidez, 2006).
Os conjuntos implante-pilar protético de interface cônica têm se tornado cada vez mais populares devido a sua estabilidade mecânica (Binon, 2000; Bozkaya, Müftü, 2004). O crescente uso do sistema CM deve-se também ao melhor acoplamento das conexões, implantes HE apresentam uma movimentação rotacional entre os hexágonos conforme descrito por Binon (1996), Lang et al. (2002) e por Carrilho et al. (2005). Em uma comparação de resistência à fadiga entre
